Оптико-акустическая томография поглощающих объектов в рассеивающей среде многоэлементной фокусированной антенной

На правах рукописиХохлова Татьяна ДмитриевнаОПТИКО-АКУСТИЧЕСКАЯ ТОМОГРАФИЯПОГЛОЩАЮЩИХ ОБЪЕКТОВ В РАССЕИВАЮЩЕЙ СРЕДЕМНОГОЭЛЕМЕНТНОЙ ФОКУСИРОВАННОЙ АНТЕННОЙСпециальность: 01.04.21 - лазерная физикаАВТОРЕФЕРАТдиссертации на соискание ученой степеникандидата физико-математических наукМосква - 2008Работа выполнена на кафедре общей физики и волновых процессов физическогофакультета Московского государственного университета имени М.В. Ломоносова.Научный руководитель:доктор физико-математических наук,профессор Карабутов Александр АлексеевичОфициальные оппоненты:доктор физико-математических наук,профессор Коробов Александр Ивановичкандидат физико-математических наук,Омельченко Александр ИвановичВедущая организация:Институт общей физики им.

А.М. Прохорова РАНЗащита состоится “14” мая 2008 года в “16.30“ часов на заседании диссертационногосовета Д.501.001.31 при Московском государственном университете имени М.В. Ломоносовапо адресу: 119991 ГСП-1 Москва, Ленинские горы, МГУ, физический факультет, корпуснелинейной оптики, аудитория им. С.А. Ахманова.Сдиссертациейможно ознакомитьсявбиблиотекефизическогофакультетаМосковского государственного университета имени М.В. Ломоносова.Автореферат разослан “31” марта 2008 года.Ученый секретарьдиссертационного совета Д.501.001.31кандидат физ.-мат. наук, доцентТ.М.

Ильинова2ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫАктуальность исследованияЛазернаяоптико-акустическаятомографияявляетсягибридным,лазерно-ультразвуковым методом диагностики объектов, поглощающих оптическое излучение, в томчисле, биотканей. Данный метод основан на термоупругом эффекте: при поглощенииимпульсного лазерного излучения в среде происходит ее нестационарный нагрев, чтоприводит, вследствие теплового расширения среды, к генерации ультразвуковых импульсов.Будемназыватьтакиеультразвуковыесигналыоптико-акустическими(ОА).Приопределенных условиях временной профиль ОА сигнала соответствует пространственномураспределению тепловых источников в среде, поэтому восстановление этого распределениявозможно провести по зарегистрированным ОА сигналам.Так же как и другие лазерные методы диагностики биотканей, оптическаядиффузионная и когерентная томография, ОА томография применима к любой задаче, вкоторой требуется визуализация объекта, обладающего повышенным коэффициентомпоглощения света по отношению к окружающей среде.

К таким задачам относится,например, визуализация кровеносных сосудов, так как кровь является основнымхромофором в ближнем ИК диапазоне. Повышенное содержание кровеносных сосудовхарактерно для злокачественных новообразований, поэтому лазерные методы позволяютпроводить их обнаружение и диагностику. Эта задача особенно актуальна ввидупрогрессирующего роста числа раковых заболеваний в последние годы.

Основнымпреимуществомлазерныхдиагностическихметодовпередрентгеновскими,ультразвуковыми и магнитно-резонансными является высокая контрастность получаемыхизображений, соответствующая отношению коэффициентов поглощения света в здоровой иопухолевой тканях. Кроме того, оптические методы неинвазивны и не оказываютионизирующего воздействия на организм человека.ОА томография сочетает в себе преимущества оптической диффузионной томографии иультразвуковых диагностических методов, то есть, высокую контрастность получаемыхизображений и высокое пространственное разрешение. Чрезвычайно важной областьюприменения ОА томографии является диагностика новообразований молочной железычеловека на ранней стадии развития заболевания. В данной задаче необходимовизуализировать объект размером ~1-10 мм, находящийся на глубине в несколькосантиметров. ОА метод уже применялся in vivo для визуализации новообразований размером1-2 см, была показана перспективность метода, однако изображений опухолей меньшегоразмера получено не было вследствие недостаточного развития систем регистрации ОА3сигналов.

Разработка таких систем, а также алгоритмов построения изображения являютсяна сегодняшний день наиболее актуальными проблемами в ОА томографии.Регистрация ОА сигналов обычно осуществляется антенными решетками приемников,конструкция которых обусловливается особенностями конкретной диагностической задачи.Изготовление антенных решеток является длительным и дорогостоящим процессом, поэтомунеобходимо иметь возможность заранее рассчитывать характеристики, которые можетобеспечитьданнаяконструкция,например,пространственное разрешение,глубиназондирования.

Кроме того, для оптимизации геометрии облучения среды и расположениясистемы регистрации необходимо представлять, какой будет форма регистрируемого ОАсигнала, возбуждаемого в реальном объекте. Таким образом, разработка численной моделидля расчета ОА сигналов от распределения тепловых источников произвольной формы,регистрируемых элементами приемной системы, является важной и актуальной задачей.В ОА томографии возможно построение как двумерных, так и трехмерныхизображений, при использовании соответствующих антенных решеток. При диагностике invivo часто более предпочтительным оказывается получение двумерных изображений, так какпри этом сбор данных и их обработка может осуществляться в режиме реального времени.Двумерное изображение представляет собой сечение распределения тепловых источниковплоскостью изображения. Толщина этого двумерного среза соответствует разрешению внаправлении, перпендикулярном плоскости изображения и определяется конструкциейантенной решетки.

Во всех предложенных до последнего времени конструкциях разрешениев этом направлении было основным фактором, снижающим качество получаемогоизображения. В настоящей работе для решения этой проблемы рассматривается решетка изфокусированных пьезоприемников. Чувствительность фокусированного пьезоприемникалокализована в узкой фокальной области, соответственно, чувствительность антенны вцелом - в плоскости изображения.Обратная задача ОА томографии заключается в вычислении распределения тепловыхисточников по зарегистрированным сигналам давления. Измерения должны быть проведены,в идеальном случае, в каждой точке некоторой поверхности.

Для трех наиболеераспространенных геометрий поверхности регистрации – сферической, цилиндрической иплоской – существуют точные решения обратной задачи. В реальной же экспериментальнойситуации поверхность регистрации обычно не является замкнутой, а приемники имеютконечныеразмеры,поэтомудляполученияизображенияиспользуютразличныеприближенные алгоритмы. Вопрос о корректности использовании этих алгоритмов дляпостроения двумерного изображения нетривиален, так как прямая задача ОА томографииявляется, вообще говоря, трехмерной. Кроме того, во всех работах по ОА томографии до4настоящего времени яркость получаемых изображений измерялась в относительныхединицах. Разработка алгоритма построения двумерных ОА изображений в абсолютныхвеличинах позволила бы получать количественную информацию о распределении тепловыхисточников, что необходимо во многих диагностических и терапевтических задачах.Одним из возможных областей применений ОА томографии является мониторингвысокоинтенсивной ультразвуковой терапии (в англоязычной литературе – high intensityfocused ultrasound, HIFU) новообразований.

В HIFU терапии мощные ультразвуковые волныфокусируются внутрь человеческого тела, что приводит к нагреву и последующемуразрушению тканей в фокальной области излучателя вследствие поглощения ультразвука.Этот эффект используется для терапии опухолевых тканей: воздействие HIFU вызываеткоагуляционный некроз опухоли, а разрушенная область затем “рассасывается” организмом.Как правило, единичное разрушение, вызванное воздействием HIFU, по размеру составляетоколо 0.5-1 см в длину и 2-3 мм в поперечном сечении. Для разрушения большой массыткани фокус излучателя сканируется по необходимой области.

HIFU-терапия ужеприменялась in vivo для неинвазивного удаления новообразований в молочной железе,предстательной железе, печени, почке и поджелудочной железе, однако основным фактором,препятствующим массовому применению этой технологии в клинике является недостаточноеразвитие методов контроля процедуры воздействия – визуализации разрушенной области,прицеливания.